Syllabus Fysische aspecten bij digitale thoraxopnamen t.b.v. de medisch technisch medewerkers van het Nederlandse Bevolkingsonderzoek op Tuberculose

Transcriptie

1 Pagina 1 van 31 Syllabus Fysische aspecten bij digitale thoraxopnamen t.b.v. de medisch technisch medewerkers van het Nederlandse Bevolkingsonderzoek op Tuberculose september 2018, versie 0.9

2 Pagina 2 van 31

3 Pagina 3 van 31 Inhoud 1 Inleiding Leerdoelen Straling en materie De opbouw van materie Het elektromagnetisch spectrum Interacties van straling met materie Invloed van straling op het menselijk lichaam Stralingshygiëne Rechtvaardiging van het bevolkingsonderzoek Beeldacquisitie De röntgenbuis Röntgenfiltering Bundelgeometrie Beeldvorming door middel van röntgenstraling Strooistraling en het strooistralenrooster De beeldopnemer Belichtingsautomaat en beeldkwaliteit Opnameprotocollen De belichtingsautomaat Het gebruik van de meetvelden Signaal-ruis verhouding Artefacten Beeldbewerking Onbewerkt beeld Bewerkt beeld De DICOM standaard Beeldweergave Diagnostische monitor Bekijksoftware Window width en window level... 30

4 Pagina 4 van 31 1 Inleiding Deze syllabus, uitgebracht door het Landelijk Referentiecentrum voor Bevolkingsonderzoek (LRCB), is een onderdeel van de scholing die de medisch technisch medewerker volgt ter voorbereiding op het werken binnen de screening op tuberculose in Nederland. De doelstelling is dat de medisch technisch medewerker na het volgen van de scholing de fysisch-technische werking van het thoraxapparaat kan beschrijven. Deze syllabus geeft een overzicht van de fysisch-technische aspecten bij digitale thoraxopnamen en dient als ondersteuning van de scholing. Begonnen wordt met uitleg over de opbouw van materie en wat straling is. Ook wordt de interactie die straling met materie kan hebben beschreven. Vervolgens wordt stap voor stap het beeldvormende proces van de thoraxopname doorlopen. Dit proces is opgedeeld in drie onderdelen: beeldacquisitie, beeldbewerking en beeldweergave. Onder beeldacquisitie wordt het verkrijgen van het digitale opname met behulp van het thoraxapparaat verstaan, tot en met het omzetten van de röntgenstraling in de digitale beeldopnemer naar een beeld. Beeldbewerking heeft als doel te zorgen voor een optimale weergave van de relevante structuren binnen een thorax. De beeldweergave geschied op een (diagnostisch) werkstation met behulp van software welke speciaal ontwikkeld is voor het bekijken van medische beelden. 1.1 Leerdoelen Na het volgen van de scholing weet de medisch technisch medewerker: hoe materie is opgebouwd; wat het elektromagnetische spectrum is en waardoor de plaats van röntgenstraling hierin wordt bepaald; welke interacties straling met materie kan hebben en welke invloed straling op het menselijk lichaam heeft; het ALARA principe in eigen woorden uit te leggen en toe te passen; wat met de beeldvormende keten wordt bedoeld en welke stappen deze heeft; de onderdelen van het thoraxapparaat te benoemen; wat de buisspanning is en hoe aanpassingen hieraan de opname beïnvloed (het maken van de opname en het verkregen beeld); waarom filtering wordt toegepast; wat de effecten van het gebruik van een strooistralenrooster zijn op zowel de beeldkwaliteit als de benodigde dosis voor de opname; hoe de belichtingsautomaat de juiste dosis bepaald; dat fouten in de insteltechniek kunnen leiden tot een hogere of lagere dosis; dat er verschillende bewerkingen op een beeld worden toegepast voordat deze aan de gebruiker wordt getoond; dat bij de beeldpresentatie informatieverlies kan optreden, maar dat deze informatie wel beschikbaar is.

5 Pagina 5 van 31 2 Straling en materie Röntgenstraling is een vorm van elektromagnetische straling, net als bijvoorbeeld licht en radiogolven. Elektromagnetische straling bestaat uit fotonen die zich in golfbewegingen verplaatsen. Röntgenfotonen hebben een zeer hoog energieniveau. Hierdoor kunnen ze interacties aangaan met materie. In de onderstaande paragrafen worden deze eigenschappen verder uitgelegd. 2.1 De opbouw van materie Alle materie is opgebouwd uit atomen. Het woord atoom is afgeleid van het Griekse woord atomos, wat ondeelbaar betekent. Gebleken is echter dat atomen op hun beurt weer zijn opgebouwd uit positief geladen protonen, die zich samen met lading neutrale neutronen in de kern van het atoom bevinden (zie figuur 2.1). Op enige afstand om de kern bevindt zich een wolk met negatief geladen elektronen die in energiebanen om de kern bewegen. Een atoom is elektrisch neutraal, deze bestaat uit evenveel protonen als elektronen. Figuur 2.1: Een atoom, opgebouwd uit twee protonen (blauw), twee neutronen (rood) en twee elektronen (geel). Atomen kunnen van elkaar verschillen in het aantal deeltjes dat zich in de kern bevindt. Is het aantal protonen verschillend dan gaat het om een andere atoomsoort. Er zijn inmiddels meer dan 100 verschillende atoomsoorten ontdekt. Deze zijn vastgelegd in een overzicht wat het periodiek systeem der elementen wordt genoemd. De atoomsoorten zijn gerangschikt naar atoomnummer. Het atoomnummer komt overeen met het aantal protonen en dus ook met het aantal elektronen in een atoom. Waterstof heeft atoomnummer 1. Hieruit is dus af te leiden dat dit atoom één proton bezit en ook één elektron. Wolfraam bijvoorbeeld heeft een hoger atoomnummer van 74. Dit atoom bezit 74 protonen in de kern en 74 elektronen daar in energiebanen omheen.

6 Pagina 6 van 31 Elektronen kunnen zich in verschillende energiebanen om de kern van het atoom bewegen. De situatie met de laagste energie is de grondtoestand en de stabiele toestand van het atoom. Het is mogelijk dat een elektron energie opneemt. Hierdoor verplaatst het elektron zich naar een hogere energiebaan. Dit wordt de aangeslagen toestand genoemd (zie figuur 2.2). Vaak valt het elektron vrijwel direct terug en zend hierbij energie van een vaste waarde uit die gelijk is aan het verschil in energieniveau tussen de twee banen. Het is ook mogelijk dat een elektron zo veel energie opneemt dat het vrij komt van het atoom, dit wordt de geïoniseerde toestand genoemd (zie figuur 2.3). Er ontstaat dan een vrij elektron en een positief geladen atoom, wat een ion wordt genoemd. Figuur 2.2: Links: een elektron van een atoom neemt energie op. Rechts: het atoom verkeerd in aangeslagen toestand. Figuur 2.3: Links: een elektron van een atoom neemt energie op. Rechts: het atoom verkeerd in geïoniseerde toestand. Materie is opgebouwd uit combinaties van atomen, die moleculen worden genoemd. Er bestaan eenvoudige moleculen zoals het zuurstof molecuul dat bestaat uit twee zuurstof atomen (O 2 ). Maar er bestaan ook ingewikkelde moleculen die bestaan uit een combinatie van meerdere verschillende atomen, zoals bijvoorbeeld tafelsuiker, waarin zich 12 koolstof (C), 22 waterstof (H) en 11 zuurstof (O) atomen bevinden (C 12 H 22 O 11 ).

7 Pagina 7 van Het elektromagnetisch spectrum De röntgenstraling die gebruikt wordt bij medische beeldvorming is onderdeel van het elektromagnetisch spectrum, net zoals licht dat is. Elektromagnetische straling bestaat uit energiepakketjes, fotonen genoemd, die zich in een golfbeweging verplaatsen met de snelheid van het licht (zie figuur 2.4). Elektromagnetische straling verschilt van elkaar in golflengte van de golfbeweging en daarmee in de hoeveelheid energie van het foton. Hoe korter de golflengte van de straling is, des te hoger het energieniveau van de fotonen is. Energie neemt toe Golflengte neemt toe Gammastralen Röntgenstralen UV Infrarood Radiogolven Zichtbaar licht Figuur 2.4: Het elektromagnetische spectrum. Elektromagnetische straling is overal om ons heen. Ook in de vorm van röntgenstraling. Vanuit de kosmos bereikt röntgenstraling de aarde. Maar ook sommige gesteenten zenden röntgenstraling uit. Al deze röntgenstraling die van nature op aarde aanwezig is wordt achtergrondstraling genoemd. In totaal bedraagt de achtergrondstraling 2,4 millisievert (msv) op jaarbasis (sievert is de eenheid van röntgenstraling). 2.3 Interacties van straling met materie Als röntgenstraling op materie invalt, kan het energie overdragen aan de atomen in deze materie. De röntgenfotonen verliezen dan (gedeeltelijk) hun energie. De straling wordt verzwakt. Wanneer straling richting met materie in contact komt, kan het er volgende gebeuren (zie ook figuur 2.5):

8 Pagina 8 van 31 - Geen energieverlies: het foton gaat zonder wisselwerking door de materie heen. Dit foton behoudt dan ook zijn energie. - Gedeeltelijk energieverlies: het foton verliest een gedeelte van zijn energie aan het atoom waarmee interactie plaatsvindt. Hierdoor komt een elektron uit de buitenste baan van het atoom vrij. Het atoom is geïoniseerd. Het foton, nu met een lagere energie, gaat in een andere richting verder. Dit wordt verstrooiing genoemd. - Volledig energieverlies: het foton verliest al zijn energie aan het atoom waarmee de interactie plaatsvindt. Hierdoor komt een elektron uit de binnenste baan van het atoom vrij. Het atoom is geïoniseerd. Hierbij is sprake van absorptie van het foton. Figuur 2.5: Interactie van straling met materie. Situatie A geeft geen energie verlies weer. In situatie B is er sprake van verstrooiing. Het röntgenfoton is een gedeelte van zijn energie kwijtgeraakt en veranderd van richting. Bij situatie C wordt het röntgenfoton volledig geabsorbeerd. 2.4 Invloed van straling op het menselijk lichaam Door de ionisaties die straling veroorzaakt kunnen moleculen beschadigen. Indien dit een molecuul van een DNA-streng betreft, kan dit ernstige gevolgen hebben voor een lichaamscel. De cel kan zich herstellen maar kan ook muteren of afsterven. Een gemuteerde cel kan leiden tot het ontstaan van een tumor. Bij mutatie van cellen, wordt gesproken van stochastische effecten, ofwel kansgebonden effecten. Het is onzeker of er een effect op zal treden en als er een effect optreedt wanneer dat zal zijn. Daarom wordt ook wel gesproken over late effecten. De ernst van de schade is hier niet afhankelijk

9 Pagina 9 van 31 van de hoeveelheid stralingsdosis. Daarentegen is de kans van optreden wel afhankelijk van de stralingsdosis. Hoe hoger de dosis, hoe groter de kans op effecten. Bij afsterving van cellen, wordt gesproken van deterministische effecten, ofwel niet-kansgebonden effecten. Deze effecten treden pas op vanaf een bepaalde drempeldosis. Deze drempeldosis is een zeer hoge dosis. Bijvoorbeeld de hoeveelheid straling die vrij kwam bij de atoombom op Hiroshima of de ramp met de kerncentrale in Tsjernobyl. Bij deze deterministische effecten hangt de ernst van het effect direct samen met de dosis. Hoe meer de dosis boven de drempeldosis uitkomt, hoe ernstiger het effect. Beneden de drempeldosis is er geen direct effect. Vanwege de schadelijke effecten die straling op het menselijk lichaam kan hebben moet voorzichtig met het gebruik van straling worden omgegaan. 2.5 Stralingshygiëne Ter bescherming van de gebruiker (zoals de MTM er of MBB er) en de cliënt zijn richtlijnen opgesteld voor het werken met straling. Daarnaast dient het ALARA -principe (As Low As Reasonably Achievable, zo laag als redelijkerwijs mogelijk is) te worden gehanteerd. De gebruiker loopt het risico om bij het maken van een opname straling te ontvangen welke door de cliënt (het af te beelden object ), richting de gebruiker is verstrooid. Er zijn een aantal manieren waarop de gebruiker zich hiertegen kan beschermen: - Afscherming: door gebruik te maken van afscherming kan röntgenstraling worden verzwakt. Het gebruikte materiaal absorbeert een deel van de straling. Veel gebruikte materialen hiervoor zijn lood en beton. Hoe dikker het afschermende materiaal is, des te meer van de straling wordt er tegen gehouden. De plaats waar de gebruiker staat tijdens het maken van de opname is vaak voorzien van een glaswand met een bepaald loodequivalent. Dat wil zeggen dat het materiaal waarvan de wand gemaakt is vergelijkbaar is met lood van een dikte die genoemd is als de loodequivalent. In de risicoanalyse van de werkomgeving is terug te lezen waar allemaal afscherming geplaatst is. - Afstand: de stralingsdosis wordt lager naarmate de afstand tot de bron toeneemt. Hierbij neemt de intensiteit van de straling kwadratisch af met de afstand tot de bron. Dit wordt de kwadratenwet genoemd. Bij een verdubbeling van de afstand is nog maar een kwart van de straling over. De gebruiker is er verantwoordelijk voor dat ook de cliënt tegen onnodige straling beschermd wordt. Dit kan op de volgende manieren: - Aantal opnamen: probeer het onnodig overmaken van opnamen te voorkomen door elke opname met voldoende zorg en aandacht te maken. - Technisch: werk niet door met een systeem dat technisch niet in orde is. Er zijn situaties mogelijk waarbij dit leidt tot een hogere dosis voor de cliënt of het moeten overmaken van opnamen. - Opnametijden: indien de opnametijd langer is dan gebruikelijk is het goed kritisch te kijken naar de geschakelde opnameparameters op het thoraxapparaat. Er kan in de automatische belichting iets fout gegaan zijn.

10 Pagina 10 van Rechtvaardiging van het bevolkingsonderzoek De baten van het bevolkingsonderzoek moeten groter zijn dan de risico s om het uitvoeren van een bevolkingsonderzoek te rechtvaardigen. Regelmatig worden effecten (positief en negatief) en de kosteneffectiviteit van het bevolkingsonderzoek geëvalueerd. Dit wordt gedaan door het Rijksinstituut voor Volksgezondheid en Milieu (RIVM), in nauwe samenwerking met het KNCV Tuberculosefonds. De Gezondheidsraad (wetenschappelijk adviesorgaan voor de regering) concludeert dat het bevolkingsonderzoek nog steeds loont. Wel zijn er een aantal verbeteringen geëist om aan de vergunningsplicht binnen de Wet op Bevolkingsonderzoek (WBO) te kunnen voldoen. Daarnaast wordt er gekeken naar alternatieven zoals bijvoorbeeld de IGRA test. Meer hierover is te lezen op de internetpagina van de Gezondheidsraad. De meeste studies naar tumoren bij de mens die door straling zijn geïnduceerd, zijn nog niet afgerond omdat de relevante groepen gedurende het gehele leven gevolgd moeten worden. Tevens komt de meeste data over stralingsrisico s van kernrampen. De gegevens hiervan zijn echter niet altijd even goed in kaart gebracht of betrouwbaar. Daarbij is de stralingsdosis die een slachtoffer van een kernramp heeft opgelopen vele malen hoger dan in de medische beeldvorming wordt gebruikt. Er zijn verschillende wiskundige modellen ontwikkeld om de tumorinductie of de mortaliteit als gevolg van straling te beschrijven. Uit deze modelberekeningen blijkt onder andere dat het risico van straling leeftijdsafhankelijk is. Op jongere leeftijd is de kans op het induceren van een tumor als gevolg van geabsorbeerde dosis groter dan op oudere leeftijd. Dit komt omdat op jongere leeftijd celdeling veel sneller gaat dan op oudere leeftijd. Daarnaast is, zoals eerder genoemd, het effect van straling afhankelijk van de dosis. De gemiddelde effectieve dosis van een thorax-onderzoek bedraagt 0,04 msv. Dit is 60 keer zo laag als de jaarlijkse achtergrondstraling. Het risico op het induceren van een tumor bij het maken van een thoraxopname is dus klein, het is echter niet nul. Meer informatie hierover is te vinden op de internetpagina van het RIVM.

11 Pagina 11 van 31 3 Beeldacquisitie Onder beeldacquisitie wordt het verkrijgen van de digitale opname verstaan. Dit proces wordt beschreven door de onderdelen van het thoraxapparaat van rechts naar links te behandelen (zie figuur 3.1). De volgende onderwerpen komen hierbij aan bod: - de röntgenbuis en het opwekken van röntgenstraling (paragraaf 3.1); - het opgewekte röntgenspectrum en de filters in het diafragma van de röntgenbuis (paragraaf 3.2); - de bundelgeometrie (paragraaf 3.3); - de beeldvorming door middel van röntgenstraling (paragraaf 3.4); - de invloed van ontstane strooistraling op het beeld en het verhelpen hiervan (paragraaf 3.5); - hoe een digitale beeldopnemer de röntgenstraling omzet naar een beeld (paragraaf 3.6). Bucky (strooistralenrooster, belichtingsautomaat en beeldopnemer) Röntgenbuis Beeldvorming d.m.v. röntgenstralen Bundelgeometrie Diafragma en röntgenfilter Figuur 3.1: Schematische voorstelling van de beeldacquisitie. De genoemde onderdelen zullen, van rechts naar links, in de onderstaande paragrafen van dit hoofdstuk worden behandeld.

12 Pagina 12 van De röntgenbuis De röntgenbuis zorgt voor het opwekken van de benodigde röntgenstralen. De röntgenbuis is gemaakt van dik glas met daarbinnen een vacuüm en twee belangrijke onderdelen: de kathode en de anode. De kathode is een gloeispiraal te vergelijken met de spiraal in een gloeilamp. De anode is een ronde schijf welke meestal van wolfraam gemaakt is. Zodra er op de opnameknop gedrukt wordt om een opname te maken, vindt allereerst de voorbereiding plaats. Hierbij gaat er een hoge stroom door de kathode lopen en begint de anode te draaien. Door de stroom die door de kathode gaat lopen krijgen de elektronen in dat materiaal zo veel energie dat ze vrij komen van het kathodemateriaal. Ze bevinden zich dan als het ware als een wolk vrije elektronen om de kathode. Vervolgens, wanneer er doorgedrukt wordt op de opnameknop, wordt er een spanning geschakeld tussen de anode en kathode. De anode wordt hierbij op een positieve hogere spanning gehouden dan de kathode. Hierdoor worden de negatief geladen vrije elektronen uit het kathodemateriaal aangetrokken en versnellen deze zich naar de anode. Het spanningsverschil dat over de kathode en anode staat wordt de buisspanning [kv] genoemd. De grootte van de stroom van elektronen naar de anode wordt uitgedrukt met de buisstroom [ma]. In figuur 3.2 is het geheel schematisch weergegeven. Figuur 3.2: Opwekking van röntgenstralen in de röntgenbuis.

13 Pagina 13 van 31 De hoeveelheid energie die een elektron heeft, na het doorlopen van het traject van kathode naar anode, wordt uitgedrukt in kilo-elektronvolt [kev]. Deze is gelijk aan de grootte van de buisspanning. Een buisspanning van 125 kv zal dus elektronen opleveren met een energie van 125 kev. Bij de anode botsen de elektronen met het anodemateriaal. Hierbij ontstaat op twee manieren röntgenstraling: - Remstraling: negatief geladen elektronen worden tijdens het binnen dringen van de anode aangetrokken door de positief geladen kernen van de atomen van het anodemateriaal. Hierdoor worden de elektronen afgeremd. De energie die het elektron dan verliest wordt omgezet in een röntgenfoton. Zie figuur 3.3. Figuur 3.3: Het ontstaan van remstraling. Indien het elektron in één keer volledig wordt afgeremd verliest het in één keer zijn totale energie. Dus in het voorbeeld van een buisspanning van 125 kv verliest het elektron 125 kev aan energie. In de meeste gevallen echter zal een elektron slechts gedeeltelijk worden afgeremd en ontstaat een röntgenfoton met een lagere energie. Vervolgens kan het elektron nog verder afgeremd worden, waardoor weer een röntgenfoton ontstaat (uiteraard weer met een lagere energie dan 125 kev). - Karakteristieke straling: het is ook mogelijk dat een elektron afkomstig van de kathode botst met een elektron van een atoom uit de anode. Dit elektron kan dan uit zijn energiebaan om het atoom worden gestoten en er ontstaat een vrije plaats in die baan. Deze vrije plaats wordt vrijwel direct opgevuld door een elektron uit een hogere energiebaan. Hierbij komt energie van een vaste waarde vrij, gelijk aan het verschil in energieniveau tussen de twee banen, dat als röntgenstraling uitgezonden wordt. Op deze manier ontstaat er een spectrum van röntgenfotonen met verschillende energieën. Dit wordt het röntgenspectrum genoemd. Bij het proces van opwekken van röntgenstraling met behulp van een röntgenbuis ontstaat ongeveer 99% warmte en 1% röntgenstraling. Om de warmte te kunnen afvoeren draait de anode (dit is vaak hoorbaar).

14 Aantal fotonen Pagina 14 van 31 De hoeveelheid opgewekte röntgenfotonen is afhankelijk van de grootte van de buisstroom, de lengte van de opnametijd en de hoogte van de buisspanning. Indien de buisstroom groter is, zullen meer elektronen naar de anode bewegen. Er zullen meer interacties plaatsvinden in de anode en dus meer röntgenfotonen ontstaan. Dit geldt ook voor de duur van de elektronenstoom richting de anode. Ten slotte zorgt het verhogen van de buisspanning ervoor dat de energie van de elektronen die richting de anode bewegen wordt verhoogd. De elektronen kunnen dan meer energie in de anode kwijtraken. Dit leidt ook tot het ontstaan van meer röntgenfotonen. De buisstroom is uit te drukken met de eenheid milliampère [ma], de opnametijd is uit te drukken in seconden [s]. Indien deze twee waarden met elkaar worden vermenigvuldigd, wordt het buisstroomtijd product [mas] verkregen. Dit is een maat is voor de hoeveelheid opgewekte röntgenfotonen. Bij een gelijkblijvend röntgenspectrum (anodemateriaal, buisspanning en filter) is het buisstroomtijd product recht evenredig met de dosis. 3.2 Röntgenfiltering Het opgewekte röntgenspectrum bestaat voor een groot deel uit röntgenfotonen met een lage energie. Hoe lager de energie van een röntgenfoton is, des te lager is het doordringend vermogen van het foton. Omdat het doordringend vermogen laag is, wordt het röntgenfoton makkelijker geabsorbeerd in bijvoorbeeld lichaamsweefsel. Röntgenfotonen met een lage energie dragen hierdoor voor een groot deel bij aan de dosis voor de cliënt en minder aan de beeldvorming, omdat het merendeel de detector niet zal bereiken. Röntgenfotonen met een lage energie noemt men ook wel zachte straling. Als er een hogere buisspanning wordt gekozen, wordt de gemiddelde energie van het opgewekte remstralingsspectrum ook hoger. Hoe hoger de energie van de röntgenfotonen is, des te groter is hun doordringend vermogen. Men spreekt dan van harde straling kv W 125 kv W/(0.1 mmcu + 1 mmal) Foton energie [kev]l Figuur 3.4: Het opgewekte röntgenspectrum bij 125 kv. De rode lijn geeft het spectrum alleen gefilterd door het buisvenster weer. De blauwe lijn geeft het spectrum gefilterd door het buisvenster en een koper met aluminium röntgenfilter weer.

15 Pagina 15 van 31 Om te voorkomen dat te veel zachte straling door de cliënt wordt geabsorbeerd, wordt de röntgenbundel gefilterd. De zachte componenten uit de bundel worden dan door het filter geabsorbeerd. Bij thoraxopnamen worden de materialen koper (Cu) en/of aluminium (Al) als röntgenfilter gebruikt. Deze twee materialen hebben net iets andere verzwakkings-eigenschappen en verschillen hierdoor in de mate waarin ze röntgenfotonen van een bepaalde energie doorlaten. De filters die van eenzelfde materiaal zijn gemaakt verschillen onderling in dikte van elkaar. In figuur 3.4 is het röntgenspectrum getoond bij een geschakelde buisspanning van 125 kv. Eenmaal is de röntgenbundel alleen door het buisvenster (waarin een eerste filtering plaatsvindt) gegaan (rode lijn) en eenmaal door het buisvenster en een röntgenfilter van koper en aluminium (blauwe lijn). Te zien is dat naarmate er meer filtering wordt toegepast er zich minder röntgenfotonen met een lagere energie in het röntgenspectrum bevinden. 3.3 Bundelgeometrie De röntgenfotonen die in de anode ontstaan hebben allen een willekeurige richting. De anode kan hierdoor gezien worden als een puntbron die fotonen alle kanten op uitzend, vergelijkbaar met een lamp die licht rondom uitzendt. De röntgenbuis is zo afgeschermd dat de röntgenbundel alleen bij het buisvenster de röntgenbuis kan verlaten. De uittredende röntgenbundel is divergent, dat wil zeggen dat deze steeds breder wordt naarmate de afstand tot de anode groter wordt. Hierbij geldt dat het oppervlak van de röntgenbundel met het kwadraat van de afstand tot de bron toeneemt. Het betekent ook dat de intensiteit van de stralen afneemt naarmate de afstand tot de anode groter wordt, omdat de röntgenbundel zich over een groter oppervlak verspreid. De intensiteit van de röntgenbundel neemt met het kwadraat van de afstand tot de bron af. Dit wordt de kwadratenwet genoemd (zie figuur 3.5). Figuur 3.5: De intensiteit van de straling neemt af naarmate de afstand tot de bron groter wordt omdat het oppervlak waarover de straling zich verspreidt toeneemt bij een grotere afstand.

16 Pagina 16 van 31 In figuur 3.5 is te zien dat de straal in het midden van de röntgenbundel de kortste weglengte tot het oppervlak heeft. Dit is de centraalstraal en deze heeft dan ook de grootste intensiteit. Tevens is dit de enige straal die loodrecht op het oppervlak van de beeldopnemer invalt indien er recht wordt ingeschoten. De overige delen van de röntgenbundel vallen schuin in op de beeldopnemer (zie figuur 3.6). Hierdoor ontstaat vergroting en vertekening van het af te beelden object. Figuur 3.6: De centraalstraal bevindt zich in het midden van de röntgenbundel. De mate van vergroting en vertekening is afhankelijk van de afstand van de röntgenbundel ten opzichte van de beeldopnemer en de afstand van het af te beelden object ten opzichte van de beeldopnemer. Naarmate de röntgenbuis zich verder van de beeldopnemer bevindt zal er minder vergroting en vertekening optreden. Indien het af te beelden object zich dichter bij de beeldopnemer bevindt is er ook minder sprake van vergroting en vertekening. Dit is in figuur 3.7 weergegeven. Figuur 3.7: Vergroting ten gevolge van een grotere afstand tussen de röntgenbuis en de beeldopnemer (rode t.o.v. oranje lijn) en tussen het af te beelden object en de beeldopnemer (oranje t.o.v. groene lijn).

17 Pagina 17 van Beeldvorming door middel van röntgenstraling Indien straling door materie gaat, vinden mogelijk interacties plaats met de atomen van het materiaal (zie hoofdstuk 2). De straling kan zonder wisselwerking door de materie heen gaan, er is dan geen interactie. Maar het kan ook zijn dat de straling wordt geabsorbeerd of verstrooid (zie figuur 3.8). Figuur 3.8: Interacties die straling kan hebben met materie, waarbij in situatie A de straling ongehinderd door de materie gaat (geen interactie), in situatie B de straling wordt geabsorbeerd en in situatie C de straling wordt verstrooid. Verschillen in zichtbaarheid tussen weefsels in de uit de cliënt tredende röntgenbundel veroorzaakt het röntgencontrast. Dit röntgencontrast is gedefinieerd als het verschil in intensiteit tussen de verschillende delen van de bundel nadat die door een object zijn gegaan. De verschillen in intensiteit ontstaan door de wisselwerking die plaatsvindt tussen de straling en de materie waar deze straling doorheen gaat. De intensiteit neemt af als de straling wordt geabsorbeerd of verstrooid. Het röntgencontrast is afhankelijk van het energiespectrum van de gebruikte röntgenstraling en de dichtheid en soort van de materie. Een thorax bestaat voor een groot deel uit lucht, long- en botweefsel. Doordat de materie van elkaar verschilt in soort en dichtheid, kunnen ze met behulp van röntgenstraling onderscheiden worden. Lucht en botweefsel zijn hierbij twee uitersten. De dichtheid van lucht is laag waardoor de röntgenstraling dit makkelijk ongehinderd kan passeren. De dichtheid van botweefsel is hoog ten opzichte van lucht. Hierdoor zal een groot röntgencontrast ontstaan waarbij de ribben duidelijk worden afgebeeld. Om te voorkomen dat de ribben te veel overprojectie op de longen veroorzaken, wordt er voor een hoge buisspanning van circa 125 kv gekozen. De gemiddeld harde straling zorgt voor een groot doordringend vermogen waardoor de zichtbaarheid van de ribben verminderd wordt en het achterliggende weefsel beter te zien is. Bijkomend voordeel is dat, doordat de straling harder is en een groter doordringend vermogen heeft, dit een lagere dosis voor de cliënt tot gevolg heeft.

18 Pagina 18 van 31 Naast dit röntgencontrast bepaald beeldbewerking voor een groot deel het contrast van het uiteindelijke beeld. Hier zal in hoofdstuk 0 op ingegaan worden. 3.5 Strooistraling en het strooistralenrooster Zoals figuur 3.8 liet zien kan röntgenstraling in een object worden verstrooid. Deze strooistraling wordt naar alle kanten uitgezonden. Een deel van de strooistraling zou de beeldopnemer kunnen bereiken en daar een soort sluier veroorzaken op het beeld (zie figuur 3.9). Het beeld wordt daardoor contrastarmer. Figuur 3.9: Links een beeld van een opname gemaakt zonder strooistralenrooster, rechts van een opname met strooistralenrooster. (Bron: Oldelft) Om dit te voorkomen wordt een strooistralenrooster gebruikt, dat zich tussen het af te beelden object en de beeldopnemer bevindt (zie figuur 3.10). Het strooistralenrooster heeft als functie de strooistraling door absorptie weg te vangen en de niet-verstrooide straling, de primaire bundel, door te laten. Het contrast in het beeld wordt hierdoor verbeterd (zie figuur 3.9). Figuur 3.10: De werking van een strooistralenrooster. Straling die vanuit het focus (aangegeven met F ) rechtdoor richting de beeldopnemer gaat (primaire bundel) kan ongehinderd het strooistralenrooster passeren. Straling die door verstrooiing afbuigt wordt ingevangen door het rooster.

19 Pagina 19 van 31 In de praktijk is het niet mogelijk om alle strooistraling te absorberen in het rooster en alle primaire straling door te laten. Omdat een deel van de straling nadat deze de cliënt heeft gepasseerd wordt geabsorbeerd, is er een hogere dosis nodig indien opnamen gemaakt worden met een rooster. Hierbij moet de afweging worden gemaakt tussen het verbeteren van de beeldkwaliteit en de extra benodigde dosis. In praktijk komt het er op neer dat voor kinderen tot en met 5 jaar geadviseerd wordt geen strooistralenrooster te gebruiken. Vanwege het postuur van kinderen zal er minder strooistraling ontstaan, terwijl het lichaamsweefsel van kinderen gevoeliger is voor straling dan dat van volwassenen. Doordat het rooster zich nog vóór de beeldopnemer bevindt zijn de lamellen van het rooster zichtbaar in het beeld van de opname. Om dit te voorkomen wordt er soms een bewegend rooster toegepast. Doordat het rooster tijdens de opname beweegt, ontstaat bewegingsonscherpte van de lamellen en vervagen ze. Indien er gebruik wordt gemaakt van een stilstaand rooster, worden de lamellen vaak met behulp van software uit het beeld wegberekend (zie ook hoofdstuk 0). 3.6 De beeldopnemer In de beeldopnemer, ook wel detector genoemd, wordt röntgenstraling omgezet in een elektrisch uit te lezen signaal waaruit het beeld opgebouwd kan worden. Dit kan op verschillende manieren. In deze paragaaf wordt alleen ingegaan op de digitale beeldopnemer op basis van cesiumjodide (CsI). Dit is een veel toegepast detectormateriaal binnen de radiologie. De digitale beeldopnemer bestaat uit een laag cesiumjodide met daaronder een matrix van fotodiodes (zie figuur 3.11). Het cesiumjodide heeft de eigenschap dat het röntgenstraling om kan zetten in licht. Doordat cesiumjodide een kristalstructuur heeft blijft het ontstane licht voor een groot deel gevangen binnen het kristal en zal zich hierdoor recht vooruit door het kristal verplaatsen. Hierdoor wordt verspreiding binnen de cesiumjodide laag voorkomen en komt de scherpte van het beeld ten goede. Het licht wordt met behulp van zogenaamde fotodiodes (elektronische lichtdetectoren) gedetecteerd en omgezet in een elektrisch signaal. Figuur 3.11: Schematisch zijaanzicht van de werking van een detector op basis van cesiumjodide.

20 Pagina 20 van 31 Een fotodiode met de daar bovenliggende cesiumjodide laag wordt detector element genoemd en is gedefinieerd als de kleinste eenheid van een detector. Het uiteindelijk verkregen digitale beeld is opgebouwd uit pixels, waarbij elke pixel is gerelateerd aan een detector element in de beeldopnemer. De grootte van een pixel bepaalt hoe gedetailleerd een object kan worden weergegeven. In het algemeen geldt: bij een kleinere pixel kan een object of structuur gedetailleerder worden weergegeven (zie figuur 3.12). Figuur 3.12: Drie maal een beeld van dezelfde thoraxopname weergegeven met verschillende pixelgrootte. In de algemene radiologie is de pixelgrootte afhankelijk van het merk detector en varieert tussen circa 100 en 200 micrometer. Naast een grootte heeft een pixel ook een waarde. Het aantal waarden dat een pixel kan aannemen wordt uitgedrukt in de bitdiepte. Wanneer de bitdiepte groter is kunnen contrasten beter worden weergegeven (zie figuur 3.13). Dit houdt in dat structuren, die een klein verschil in verzwakking hebben ten opzichte van hun omgeving beter afgebeeld kunnen worden. In de praktijk hebben thoraxbeelden meestal een bitdiepte van 14, wat betekent dat de pixels (=2 14 ) verschillende waarden kunnen aannemen. Figuur 3.13: Tweemaal een beeld van dezelfde thoraxopname. Het eerste beeld heeft een bitdiepte van 1 bit (2 grijswaarden), het tweede beeld heeft een bitdiepte van 12 bit (4096 grijswaarden).

21 Pagina 21 van 31 4 Belichtingsautomaat en beeldkwaliteit In hoofdstuk 3 is ingegaan op de invloed van de buisspanning en het buisstroom-tijd product (de belichtingsparameters) op de dosis en de beeldkwaliteit. Elke opname weer dient er voor gezorgd te worden dat deze met de optimale belichtingsparameters wordt gemaakt, zodat een zo goed mogelijke beeldkwaliteit wordt verkregen tegen een zo laag mogelijke dosis. Omdat er een grote variatie tussen de cliënten bestaat is dit in praktijk best lastig. Om die reden is het thoraxsysteem uitgerust met een belichtingsautomaat. Hier zal dit hoofdstuk aandacht aan worden besteed. 4.1 Opnameprotocollen In de applicatiesoftware van het thoraxsysteem is het mogelijk opnameprotocollen in te stellen voor verschillende soorten onderzoeken. Hierin zijn vooraf ingestelde belichtingsparameters vastgelegd. De waarden die zijn ingesteld zijn vaak bepaald op basis van een optimalisatiestudie en ervaringen van de leverancier van het systeem. Er is bijvoorbeeld ingesteld dat een thorax PA opname van een volwassene het beste met een buisspanning van 125 kv gemaakt kan worden. Dit om te voorkomen dat de ribben te duidelijk zichtbaar zijn. Maar zodra er voor een thorax PA opname van een kind wordt gekozen zal de vooraf ingestelde buisspanning lager zijn. Dit omdat een kind over het algemeen dunner is en er dus minder harde straling (doordringend vermogen) nodig is. Op deze manier zijn er voor ieder onderzoek en type systeem optimale waarden in te stellen. Zodra deze zijn vastgelegd in een opnameprotocol hoeft de gebruiker zelf de overweging niet meer te maken maar enkel het protocol voor het juiste onderzoek te selecteren. Zodra er een opnameprotocol geselecteerd is kan de opname gemaakt worden. 4.2 De belichtingsautomaat Omdat er een grote variatie bestaat tussen cliënten en dikte niet altijd iets zegt over de te verwachten verzwakking, zijn thoraxsystemen uitgerust met een belichtingsautomaat, ook wel Automatic Exposure Control (AEC) genoemd. De belichtingsautomaat heeft als doel er voor te zorgen dat altijd een opname verkregen wordt met voldoende beeldkwaliteit en een acceptabele dosis ongeacht de dikte en samenstelling van het af te beelden object. Door de belichtingsautomaat, in combinatie met de opnameprotocollen, worden inschattingsfouten in de belichting aanzienlijk verkleind. Hierbij is het wel van belang dat de gebruiker een idee heeft van de werking van de belichtingsautomaat. De belichtingsautomaat zal er op richten de dosis ter plaatse van de beeldopnemer constant te houden, ongeacht de factoren waarvan deze dosis afhankelijk is zoals: de verzwakkingen die zich tussen de röntgenbuis en beeldopnemer bevinden, de buisspanning en de afstand tussen de röntgenbuis en de beeldopnemer. Dit kan op verschillende manieren afhankelijk van het type systeem. In de meeste gevallen bevindt zich tussen de beeldopnemer en het strooistralenrooster een plaat met daarin drie meetvelden (zie figuur 4.1).

22 Pagina 22 van 31 Figuur 4.1: De plaat van de belichtingsautomaat met daarin de plaats van de drie meetvelden. De meetvelden zijn in staat de dosis ter plekke te meten en om te zetten in een signaalwaarde. Zodra dit signaal een in de belichtingsautomaat vooraf vastgestelde waarde heeft bereikt, wordt de opname beëindigd en stopt de generator. Op dat moment heeft voldoende dosis het meetveld gepasseerd en de beeldopnemer bereikt (zie figuur 4.2). Bucky Röntgenbuis Meetveld Signaal AEC Generator Figuur 4.2: Schematische weergave van de werking van de belichtingsautomaat, oftewel de Automatic Exposure Control (AEC).

23 Pagina 23 van 31 De vooraf vastgestelde waarde waarop de belichtingsautomaat moet afslaan (de opname beëindigen) wordt door de leverancier van het systeem vastgelegd en is onder andere afhankelijk van de efficiëntie van de beeldopnemer. Hoe efficiënter de beeldopnemer de straling om kan zetten in een signaal, des te lager is de benodigde dosis en dus de vooraf ingestelde waarde waarop de beeldopnemer hoeft af te slaan. 4.3 Het gebruik van de meetvelden De drie meetvelden van de belichtingsautomaat zijn afzonderlijk of als combinatie te gebruiken. Het is van belang dat geselecteerde meetvelden zich achter het gebied van interesse bevinden. Bij thoraxopnamen is men geïnteresseerd in de longvelden. De geselecteerde meetvelden dienen zich dan dus achter de longen van de cliënt te bevinden. Welke meetvelden er geselecteerd worden is vastgelegd in het opnameprotocol. - Voor een thorax PA opname van een volwassene, een opname waarbij de straling van achteren (posterieur) naar voren (anterieur) door het lichaam van de cliënt gaat, zullen de twee buitenste meetvelden geselecteerd zijn. De meetvelden zullen precies binnen de longen van de volwassen cliënt vallen. - Voor een thorax AP of PA opname van een kind zal het middenveld geselecteerd zijn, omdat de twee buitenste meetvelden zich veelal buiten het lichaam van het kind zullen bevinden. Er wordt zo gepositioneerd dat het middenveld zich ter hoogte van de longen bevindt. Voor de opname van een kind houdt dit in dat de bucky ten opzichte van het kind naar verhouding hoger ingesteld staat dan bij een volwassene, omdat het middenveld zich lager bevindt dan de twee buitenste meetvelden. Het kind kan om die reden geen gebruikmaken van de kin-steun van de bucky en de röntgenbundel wordt ook aan de bovenzijde gediafragmeerd. Omdat het middelste meetveld zich achter het midden van het lichaam van het kind bevindt, zal ook het mediastinum zich voor het meetveld bevinden. Het mediastinum verzwakt meer dan dat longen dat doen. Hierdoor zal de opname later beëindigd worden(zie figuur 4.3). De dosis is dan hoger dan voor het afbeelden van de longen nodig is. Om hiervoor te compenseren wordt de density of gevoeligheidstand van de belichtingsautomaat zo aangepast dat de vooraf ingestelde waarde van de belichtingsautomaat wordt verlaagd en dus eerder wordt bereikt. Figuur 4.3: Insteltechniek bij een kinderthorax PA opname. De röntgenbundel dient aan zowel de boven- en onderzijde als aan de linker- en rechterzijde te worden gediafragmeerd om te voorkomen dat ook een deel van het hoofd, de buik en de armen van het kind worden afgebeeld. Bij sommige systemen is het boven diafragmalamel niet instelbaar, er wordt dan gebruikgemaakt van een voorschuiflamel.

24 Pagina 24 van 31 Daarnaast is het van belang dat de meetvelden volledig bedekt zijn door het lichaam van de cliënt om onderbelichting te voorkomen. En dat zich geen extra verzwakking, zoals een loodschort, diafragmalamel of andere lichaamsdelen dan de longen, tussen de röntgenbuis en het meetveld bevindt. Dit kan leiden tot overbelichting. Tenslotte is het belangrijk te realiseren dat indien de röntgenbuis zich onder een hoek ten opzichte van de detector bevindt, de röntgenstralen schuin door het lichaam van de cliënt op de beeldopnemer invallen en hierdoor mogelijk de meetvelden zich niet meer op de juiste plaats achter de longen van de cliënt bevinden. Het is belangrijk dat de meetvelden zichtbaar zijn op de bucky zodat hier bewust mee omgegaan kan worden. 4.4 Signaal-ruis verhouding Bij het maken van een opname wordt er naast het afgebeelde object ook achtergrondruis verkregen. De zichtbaarheid van structuren in het afgebeelde object, hangt af van de grootte van het signaal van deze structuren ten opzicht van de ruis (zie figuur 4.3). Wanneer het signaal voldoende groot is ten opzichte van de ruis is deze duidelijk zichtbaar in het beeld. Wanneer echter het signaal klein is ten opzichte van de ruis, is deze niet waarneembaar. Men zegt dat de signaal-ruisverhouding van het eerste voorbeeld groter is dan die van het tweede voorbeeld. Deze signaal-ruisverhouding is een maat voor de zichtbaarheid van structuren en verbetert naarmate de dosis wordt verhoogd. Figuur 4.4: Signaal en ruis in een beeld. Links is het signaal voldoende hoog ten opzichte van de ruis, waardoor het signaal te onderscheiden is. Rechts is er onvoldoende signaal waardoor het signaal wegvalt in de ruis. Het effect van de signaal-ruis verhouding is ook terug te zien in de beelden van de volgende drie opnamen die in figuur 4.4 worden getoond.

25 Pagina 25 van 31 1/3 x dosis 2/3 x dosis 1x dosis Figuur 4.5: Beelden van opnamen van een fantoom gemaakt op verschillende dosisniveau s. Links is er te weinig dosis gebruikt waardoor de stippen op het fantoom wegvallen in de ruis op het beeld. Rechts is te zien dat de stippen beter te onderscheiden zijn omdat de opname met de juiste dosis gemaakt is. Indien de opname met een nog hogere dosis gemaakt zal worden zijn de stippen nog beter zichtbaar. De bovengrens van de dosis wordt bepaald door een afweging tussen de benodigde beeldkwaliteit en de stralenbelasting voor de cliënt. Thoraxopnamen worden doorgaans met een lage dosis gemaakt omdat de longen voor een groot gedeelte uit lucht bestaan wat niet veel verzwakt. De opnametijden zijn kort. Dankzij de belichtingsautomaat zijn de longvelden (waarachter de meetvelden zich bevonden) wel met voldoende dosis afgebeeld en zullen deze een goede signaal-ruisverhouding hebben. Als er in het beeld van een thoraxopname naar het mediastinum gekeken wordt zal kunnen worden opgemerkt dat de signaal-ruisverhouding daar veel lager is. Het mediastinum heeft meer straling tegen gehouden waardoor er daar minder straling op de detector is gekomen. Dit is geen probleem omdat dat niet het gebied van interesse is. 4.5 Artefacten Ondanks dat de opnameparameters juist zijn geweest kunnen er altijd artefacten ontstaan, bijvoorbeeld door een technisch mankement van het thoraxsysteem. Artefacten kunnen het beeld nadelig beïnvloeden en er zelfs voor zorgen dat verdachte structuren worden versluierd. Om deze reden dienen opnamen, waarbij er artefacten in het beeld zichtbaar zijn, in bijna alle gevallen te worden overgemaakt. Hieronder worden een aantal artefacten getoond die zoal kunnen voorkomen.

26 Pagina 26 van 31 Figuur 4.6: Beschadiging van het strooistralen rooster. Dit is terug te zien door een lichtere waas. Figuur 4.7: Deel van een beeld waarin een defecte kolom (verticale lijn) van de detector zichtbaar is.

27 Pagina 27 van 31 5 Beeldbewerking Beelden van thoraxopnamen die afkomstig zijn van een digitale beeldopnemer kunnen met behulp van software digitaal worden (na)bewerkt. Het doel van deze beeldbewerking is dat de beelden zo worden aanpast dat de structuren zo optimaal mogelijk gepresenteerd worden. In dit hoofdstuk wordt ingegaan op wat een onbewerkt beeld is en hoe dit beeld door software bewerkt wordt. 5.1 Onbewerkt beeld In hoofdstuk 3 is al ingegaan op de beeldopnemer. We hebben gezien dat de beeldopnemer een beeld geeft dat is opgebouwd uit pixels met een bepaalde pixelwaarde. De pixelwaarde die een pixel krijgt is afhankelijk van de dosis die op het bijbehorende detector element is gevallen. Het verband tussen de pixelwaarde en de dosis is uit te drukken in de responsiekarakteristiek van de beeldopnemer. Vanaf een bepaalde dosis hebben de pixels hun maximale waarde bereikt en zal een hogere dosis geen informatie meer geven. Dit wordt verzadiging van de detector genoemd. Een beeld waarbij nog geen beeldbewerking heeft plaatsgevonden, noemt men het for processing of onbewerkte beeld. De pixelwaarden van dit onbewerkte beeld zullen met behulp van beeldbewerking worden omgezet naar presentatiewaarden. 5.2 Bewerkt beeld Beeldbewerking kent een aantal stappen: - Het bepalen van het bereik: doordat de onbewerkte beelden een grote bitdiepte bezitten wordt er allereerst in het bereik een analyse gemaakt waar de beeldinformatie zich bevindt. De uiterste pixelwaarden zijn de delen in het beeld waar nagenoeg geen straling (de delen buiten de primaire bundel) of veel straling (de delen buiten de cliënt) is gevallen. Daartussen bevindt zich de informatie van het af te beelden object, de thorax. - Frequentie aanpassingen: een beeld kan opgedeeld worden in frequenties. Snelle overgangen, zoals fijne weefselstructuren, zijn de hogere frequenties. Trage overgangen, zoals de grotere structuren, zijn de lagere frequenties (zie figuur 0.1). Bekend is dat kleine details met dezelfde verzwakkingseigenschappen als grote details, minder contrast geven in een beeld. Om die reden worden kleine details (snelle overgangen en dus hoge frequenties) meer versterkt dan grote details (trage overgangen en dus lage frequenties). De mate van versterking van de verschillende frequenties kan per fabrikant en toepassing verschillen.

28 Pagina 28 van 31 Figuur 0.1: Frequenties in een beeld van een thoraxopname. De contour van de thorax (links) is een lage frequentie. De fijne weefselstructuren (rechts) zijn hogere frequenties in het beeld. - Omzetting van pixelwaarden naar presentatiewaarden met behulp van een Look-Up Table (LUT): tijdens het uitvoeren van de LUT-correctie wordt elke pixelwaarde met een bepaalde relatie omgezet naar een presentatiewaarde. Deze relatie is vastgelegd in de LUT-curve. Hoe steiler de curve loopt des te meer contrast zal er in het beeld ontstaan. De plaatsing van de curve ten opzichte van het bereik van de pixelwaarden bepaalt de helderheid waarmee het beeld wordt weergegeven. Hierin kunnen dus keuzes gemaakt worden wat het contrast en de helderheid van het beeld beïnvloedt. Tijdens deze omzetting wordt de bitdiepte van het beeld verkleind naar 12 bits, oftewel 4096 presentatiewaarden (=2 12 ). Deze stappen kunnen in meer of mindere mate worden toegepast en uiteindelijk wordt het for presentation of bewerkte beeld verkregen. Fabrikanten hebben verschillende inzichten over de meest optimale weergave van een beeld. De beeldbewerking kan daarom verschillen per systeem. Ook kunnen binnen één type systeem parameters voor de beeldbewerking naar de wensen van de gebruiker ingesteld worden. Dit heeft tot gevolg dat beelden er erg verschillend uit kunnen komen te zien. Dit kan het vergelijken van beelden bemoeilijken. 5.3 De DICOM standaard Een beeld van een thoraxopname wordt in een digitaal archief opgeslagen en op een diagnostische bekijkstation getoond. Het is niet ondenkbaar dat het thoraxsysteem, het digitale archief en het bekijkstation van verschillende fabrikanten zijn. Deze moeten zonder problemen op elkaar kunnen worden aangesloten. Om dit mogelijk te maken is de Digital Imaging and Communications in Medicine (DICOM) standaard ontwikkeld. De DICOM standaard standaardiseert de communicatie tussen de verschillende (medische) apparaten. Verder beschrijft de DICOM standaard het medisch bestandsformaat, de manier waarop een beeld op een bekijkstation moet worden weergegeven en de wijze waarop data beveiliging moet gebeuren. Het DICOM bestandsformaat bestaat uit vele genummerde regels, zogenaamde tags. Van iedere tag is voorgeschreven welke informatie deze bevat. In figuur 0.1 is een voorbeeld van een gedeelte van zo n DICOM bestand weergegeven. Te zien is dat de verschillende soorten tags in groepen bij

29 Pagina 29 van 31 elkaar staan, een groep bevat algemene informatie, een andere groep de gegevens van de cliënt/patiënt, weer een andere de exposiegegevens enzovoort. Het beeld is ook in één van de tags opgeslagen. De overige tags worden ook wel de header van het beeld genoemd. Figuur 0.2: Een gedeelte uit de DICOM header van het beeld van een thoraxopname.

30 Pagina 30 van 31 6 Beeldweergave De beoordeling van de beelden door de arts vindt plaats op een diagnostisch werkstation. Deze bestaat uit een computer met bekijksoftware en één of twee hoog-resolutie monitoren. 6.1 Diagnostische monitor Monitoren hebben over het algemeen een LCD of LED scherm. Ieder beeldscherm is opgebouwd uit een eindig aantal beeldschermpixels, de resolutie van het beeldscherm. De resolutie van een monitor is terug te vinden in de specificaties van dat type monitor en wordt vaak weergegeven in aantallen megapixels [MP]. Een 3 megapixel monitor bijvoorbeeld is opgebouwd uit drie miljoen beeldschermpixels. In hoofdstuk 3 was te zien dat het beeld van een thoraxopname ook is opgebouwd uit pixels. Het aantal pixels waaruit het beeld is opgebouwd is afhankelijk van de grootte van de afbeelding en de grootte van de detectorelementen. Stel dat het beeld van een 35 x 35 cm thoraxopname is opgebouwd uit pixels van 100 µm groot, dan bestaat dit beeld uit circa 12 miljoen pixels. Dit betekent dat, indien dit beeld wordt getoond op een 3 MP monitor, meerdere pixels uit het beeld samen worden weergegeven door één beeldschermpixel. Er is dus informatieverlies. Om het beeld op volledige resolutie te kunnen bekijken is het noodzakelijk de opname ook 1 op 1, of ware grootte (100%), te bekijken. Dan wordt één pixel in het beeld weergegeven door één beeldschermpixel. Dit betekent dan wel dat het beeld niet in één keer in zijn geheel getoond kan worden op het scherm. 6.2 Bekijksoftware De beelden worden bekeken met behulp van de bekijksoftware (viewer) die op de computer staat geïnstalleerd. De bekijksoftware biedt de mogelijkheid om beeldmanipulaties uit te voeren om structuren nader te evalueren, zoals zoomen in het beeld of aanpassen van de helderheid van het beeld. Tevens worden de beelden volgens een bepaalde volgorde gepresenteerd. Deze volgorde is vastgelegd in het hanging protocol van de bekijksoftware, welke standaard wordt doorlopen. 6.3 Window width en window level De pixels van een beeld van een thoraxopname met een bitdiepte van bijvoorbeeld 12 bits kunnen verschillende waarden aannemen. Een beeldscherm kan, afhankelijk van de grafische kaart, (10 bits per pixel) luminantiewaarden (grijstinten) weergeven. De verschillende pixelwaarden uit het beeld (of presentatiewaarden bij een bewerkt beeld) kunnen dus niet gelijktijdig door de monitor in luminantiewaarden worden getoond. Meerdere pixelwaarden zullen dan samen door éénzelfde luminantiewaarde worden uitgedrukt. Ook hierbij is er dus sprake van informatieverlies. Om toch alle contrastinformatie uit het mammogram te kunnen waarnemen kan er een bepaald bereik aan pixelwaarden gekozen worden wat met de beschikbare luminantiewaarden van de monitor wordt afgebeeld. Het geselecteerde bereik aan pixelwaarden wordt window width genoemd.

31 Pagina 31 van 31 Met behulp van het window level kan de gemiddelde pixelwaarde binnen dat gebied worden aangepast. De volgende twee figuren laten het effect van het aanpassen van het window zien. Figuur 6.1: Hetzelfde beeld van een thoraxopname getoond met een verschillend window level. Hiermee wordt alleen de helderheid van het beeld aangepast. Figuur 6.2: Hetzelfde beeld van een thoraxopname getoond met een verschillend window width. Links is het totale bereik aan pixelwaarden geprojecteerd op de luminantiewaarden van de monitor. Rechts is een bepaald bereik aan pixelwaarden geprojecteerd op de luminantiewaarden van de monitor. Hiermee wordt alleen de contrastverdeling van het beeld aangepast.